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Técnicas relevantes de RM
M. Vahlensieck, F. Träber y J. Gieseke
Secuencia en eco de espín (SE) ... 2
Secuencia turbo en eco de espín (TSE, Fast-SE), RARE ... 3
Técnica eco del gradiente (GRE) ... 4
Técnicas muy rápidas de RM (utrarrápidas) ... 8
Supresión de la grasa ... 8
Medio de contraste, dinámica del contraste ... 10
Artrografía por RM ... 10
Artrografía directa por RM ... 10
Artrografía indirecta por RM ... 10
Contraste por transferencia de la magnetización ... 11
Angiografía por RM ... 13
Procedimientos para angiografía ... 13
Relaxometría (mapas de los tiempos de relajación) ... 15
Reconstrucción tridimensional ... 15
Reconstrucción multiplanar, adquisición radial ... 16
Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica ... 17
Espectroscopia de hidrógeno (1H) ... 17
Espectroscopia de fósforo (31P) ... 19
Espectroscopia de carbono (13C) ... 21
Estudios cinemáticos ... 22
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Técnicas relevantes de RM
En este capítulo, se presentarán los fundamentos más importantes de las técnicas relevantes de RM para el estudio del aparato locomotor y de sustentación. En primer plano, presentamos
las siguientes aclaraciones orientadas a la práctica:
• contraste de la imagen,
• relación señal/ruido (RSR),
• área de aplicación y utilización de las diferentes técnicas.
En las referencias de la literatura encontrará más detalles sobre
las bases físicas y técnicas que se mencionan más adelante.
Magnetización longitudinal y transversal. Para la producción
de una señal de RM, se coloca al paciente en un campo magnético (B0) exterior intenso. A causa de este campo magnético exterior, los núcleos de hidrógeno de los tejidos, –que en un modelo didáctico simplificado pueden considerarse como pequeños
imanes con una dirección arbitraria de sus propios campos magnéticos,– se orientan paralelos al eje mayor del campo magnético exterior intenso (magnetización longitudinal). Si en esta situación se emite hacia el tejido un pulso adecuado de alta frecuencia (pulso de 90°), se producirá, mientras dure este pulso, una
modificación de la dirección del campo magnético propio de los
núcleos de hidrógeno. Este cambio mensurable de la dirección
del campo magnético se denomina magnetización transversal.
Cuando se suprime el pulso de alta frecuencia, los campos magnéticos de los núcleos de hidrógeno se orientan nuevamente en
dirección paralela al campo magnético externo.
Tiempo de medición. La magnetización transversal es mensurable solamente durante un tiempo determinado. El intervalo de
tiempo durante el cual la magnetización transversal es mensu-
rable depende de la homogeneidad del campo magnético exterior y del tipo de tejido, y se denomina T2 efectivo o tiempo T2*.
Si en esta situación se envía otro pulso adecuado de alta frecuencia (pulso de 180°) hacia el tejido, se generan nuevas señales (SE, spin-echo, eco del espín o espín-eco). El intervalo de
tiempo característico en el que esta señal SE disminuye de
intensidad se denomina tiempo de relajación T2 o tiempo espínespín. El intervalo de tiempo en el que se vuelve a alcanzar la
magnetización longitudinal completa también es diferente
según los tejidos y se denomina tiempo de relajación T1 o tiempo espín-enrejado (spin-lattice).
Los núcleos de hidrógeno orientados en una dirección apropiada de medición inducen una señal de alta frecuencia registrable
(resonancia magnética). Las intensidades de esta señal dependen
en los diferentes tejidos, además de los tiempos de relajación y
de la concentración de los núcleos (densidad protónica).
Ordenamiento espacial. El ordenamiento espacial de las señales registradas desde una sonda se realiza mediante una codificación de la frecuencia y de la fase de la señal de RM. Mediante
este ordenamiento espacial se genera finalmente una imagen de
una matriz codificada en una escala de grises.
Secuencias. Para la obtención de imágenes por RM pueden aplicarse diferentes secuencias que, según las indicaciones clínicas,
acentúan en forma diferente los tiempos de relajación o la densidad protónica. Por ejemplo, si una secuencia de RM es sensible para la comprobación de diferentes tiempos de relajación
T1, se habla entonces de una secuencia ponderada en T1 o de
un contraste T1 en la imagen resultante.
Secuencia en eco de espín (SE)
Contraste T1. La técnica en eco de espín (SE, del inglés spinecho) es el fundamento del diagnóstico por RM del aparato locomotor y de sustentación, y representa al sistema musculoesquelético en forma de un contraste T1, mediante un tiempo de repetición (TR) que es más corto que el tiempo de relajación T1 del
tejido estudiado (TR ⬇ < 700 ms) y un tiempo de eco (TE) aún
más corto (TE ⬇ < 20 ms). La grasa y las sustancias paramagnéticas se representan con señales intensas. Los músculos, el
hueso cortical, las calcificaciones y la mayor parte de las alteraciones patológicas no emiten buenas señales. Esta secuencia
es menos proclive a producir artefactos y tiene una alta relación
señal/ruido (RSR). Es útil para la orientación anatómica y para
la identificación de la sangre. Una secuencia SE ponderada en
T1, por lo menos en un plano, debe formar parte de todo protocolo de estudio por RM.
Contraste T2. Las secuencias SE ponderadas en T2 se producen
mediante tiempos de repetición largos y tiempos de eco también
largos (TE ⬇ 80-120 ms). De esta manera, la grasa y los músculos tienen una intensidad baja de la señal en comparación con
las imágenes ponderadas en T1. Por el contrario, los líquidos y
la mayoría de las alteraciones patológicas aparecen ricos en
señales. Hasta hace poco, esta secuencia era la de mayor importancia para detectar trastornos patológicos. Muestra una fuerte
tendencia a generar artefactos por movimiento o pulsación y
requiere mucho tiempo para la adquisición de las imágenes.
Sin embargo, el importante contraste T2 se puede obtener con
otras técnicas con una menor exigencia de tiempo. Entre estas
técnicas, la secuencia turbo eco del espín (TSE) ha desplazado
ampliamente a la técnica convencional.
Contraste de la imagen ponderado en la densidad protónica.
Las secuencias SE con un tiempo de repetición mucho más largo
que el tiempo de relajación T1 (TR ⬇ 1800-3000 ms) y con un
tiempo de eco más corto (TE ⬇ 10-20 ms) generan un contraste de la imagen ponderado en la densidad protónica (DP). Este
tipo de contraste de la imagen desempeña un papel relevante en
la RM del aparato locomotor y de sustentación.
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Secuencia en turbo eco de espín (TSE, Fast-SE), RARE
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Secuencia en turbo eco de espín (TSE, Fast-SE), RARE
La secuencia en turbo eco de espín (TSE, Fast-SE) es un desarrollo posterior de la técnica RARE (del inglés rapid acquisition relaxation enhanced) (16) y de la técnica MEMS (del inglés multi-echo
multi-slice) (23). Se parece a una secuencia SE con múltiples ecos
(multieco) dentro de un intervalo TR. Los ecos se generan
mediante una serie de pulsos de 180° (“tren de ecos”) (Fig. 1.1).
La diferencia esencial con una técnica SE multieco es que cada
eco está codificado en una fase diferente. De esta manera, se posibilita la medición de varios perfiles para el ordenamiento espacial
con una sola excitación. Esto se repite muchas veces, hasta lograr
la resolución deseada de los valores de fase necesarios. En comparación con la secuencia SE convencional, el tiempo de medición
se reduce en un factor considerable, que corresponde al número
de pulsos de 180° por excitación (NE, número de ecos; TF, factor
turbo). La separación entre los pulsos de 180° se denomina espacio entre los ecos (EE) o distancia entre los ecos (DE).
El número de ecos (NE) puede variarse a voluntad entre 3 y
128. Para los estudios del sistema musculoesquelético, suele ser
entre 3 y 16. El contraste de la imagen está determinado por el
número de ecos, que, mediante los pasos de la codificación de
fases, se generan en un orden inferior; se habla entonces del
tiempo de eco efectivo (TEef).
La relación entre el TEef, DE y NE puede expresarse mediante
la siguiente ecuación:
Este gran ahorro de tiempo puede aprovecharse para aumentar la resolución o la RSR con un tiempo de medición todavía
aceptable, lo que es no posible con las técnicas convencionales,
que requieren para ello tiempos de medición significativamente mayores (25 minutos y aún más).
Las imágenes TSE tienen algunas particularidades, que son
especialmente significativas para la RM del aparato locomotor
y de sustentación:
• En la secuencia TSE, la grasa presenta una intensidad de la señal
claramente elevada, lo que puede dificultar la identificación de
procesos patológicos localizados en inmediata proximidad con
la grasa. Este hecho afecta sobre todo a las extremidades. Este
efecto colateral no deseado puede reducirse parcialmente, según
la indicación clínica, fijando un NE efectivo inferior (en consecuencia, una DE mayor), a pesar de que será menor la disminución del tiempo de exploración, o mediante una supresión de la
grasa selectiva de la frecuencia (45) (Fig. 1.2).
• Una segunda particularidad de la secuencia TSE es la menor
sensibilidad contra los efectos de susceptibilidad.
En un estudio de pacientes con enfermedades del sistema musculoesquelético, se comparó la secuencia TSE con la secuencia
SE convencional y se obtuvieron resultados semejantes (48).
TEef = DE* (NE + 1)/2
El NE se elige habitualmente de manera que la DE se encuentre
entre 9 y 15 ms. No obstante, debemos mencionar que no en
todas las exploraciones, como por ejemplo, en el caso de la
médula ósea, se opta por el NE máximo posible (y en consecuencia, por el mínimo tiempo de medición), ya que la grasa, en comparación con las secuencias SE convencionales, a causa del acoplamiento de espines y de la efectiva modificación de las fases,
debido a la corta DE, aparece con una señal hiperintensa atípica. Este efecto es mucho más marcado con DE más cortas y con
campos magnéticos más débiles. Para los estudios de tejidos que
contienen grasa, se elige entonces el NE de manera que la DE se
encuentre entre 13 y 15 ms. En una imagen ponderada en T2 con,
por ejemplo, un TEef = 90 ms, se utiliza un NE entre 10 y 14.
a
Fig. 1.2 a-c Secuencias TSE en un fantoma grasa y agua y en una articulación de la rodilla:
a Secuencia TSE en un fantoma de grasa y agua (TR = 3000 ms, TEef =
100 ms). El fantoma contiene por arriba grasa, por debajo solución de
ClNa. Igual selección de ventana. Arriba, a la izquierda, NE = 3; arriba, a la derecha, NE = 6; abajo, a la izquierda, NE = 9; abajo, a la derecha, NE = 12. La intensidad de señal de la grasa aumenta claramente
a medida que aumenta el número de ecos (NE).
DE
1. Primer
corte
2. Segundo corte
Fig. 1.1 Esquema simplificado de la secuencia TSE:
Durante un intervalo del tiempo de repetición (TR) se generan, después del
pulso de 90°, varios ecos con una distancia (DE) constante mediante pulsos de 180°. El tiempo de eco (TE) que determina el contraste se encuentra
en la mitad del tren de ecos y se denomina tiempo de eco efectivo (TEef).
Si se utilizan técnicas de múltiples cortes, pueden leerse varios cortes desplazados en el tiempo (en la figura, se muestran dos cortes como ejemplo).
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Técnicas relevantes de RM
b
c
b Secuencia TSE de la articulación de la rodilla
(TR = 3000 ms, TEef = 100 ms, NE = 12).
c Secuencia TSE de la articulación de la rodilla. NE = 3, idéntica selección
de ventana. Gran quiste de Baker, derrame intraarticular. El contraste
entre el líquido y la grasa es mayor con un número de ecos (NE) de 3.
Técnica eco del gradiente (GRE)
En la técnica eco del gradiente (GRE), la señal que genera la imagen no se produce mediante un pulso invertido (pulso de 180°)
como en la técnica SE, sino mediante una inversión de gradiente.
Se aplican pequeños ángulos de excitación, de manera de modificar el contraste resultante de la imagen. Deben tenerse en cuenta
los siguientes 3 parámetros cuando se utiliza una secuencia GRE:
• tiempo de repetición (TR),
• tiempo de eco (TE),
• ángulo de inclinación o de entrada.
Con las secuencias GRE, es posible realizar exploraciones con
menor tiempo de medición que con la técnica SE.
Básicamente, se diferencian 4 técnicas GRE (8) (Fig. 1.3).
• Forma simple. La forma más sencilla (Fig. 1.3a) de una secuencia
GRE corresponde en gran parte a una secuencia SE, con la diferencia de que no contiene ningún pulso de 180°. Esta técnica es
una de las secuencias GRE más antiguas y con frecuencia produce artefactos. En la actualidad, prácticamente ya no se utiliza.
• GRE en estado de equilibrio. En la técnica GRE en estado de
equilibrio (Steady State GRE) (Fig. 1.3b), se construye un equilibrio entre la magnetización longitudinal y la transversal del tejido. Para mantener la magnetización transversal, existe el denominado gradiente rebobinador (rewinder). De esa manera, se
logran contrastes en la imagen, determinados por la relación
tiempo de relajación T2/tiempo de relajación T1 (ponderación
mixta). Sin embargo, ello se logra solamente utilizando ángulos
de inclinación intermedios (10-40°), tiempos de repetición cortos (TR = < 250 ms) y tiempos de eco cortos. Si se utilizan en
cambio ángulos de entrada muy pequeños (< 5°), independientemente de la técnica GRE subyacente, se obtienen imágenes
ponderadas en densidad protónica. Los ángulos de inclinación
grandes (> 40°) llevan a un contraste T1; los tiempos de eco largos, a un contraste T2* (T2 efectivo), es decir, un contraste de la
imagen que depende del decaimiento por inducción libre (FID,
del inglés Free induction decay) de la señal de RM anterior.
• GRE degradado (Spoiled GRE). Esta técnica GRE se basa en la
destrucción de la magnetización transversal residual mediante
el así llamado gradiente de desfase, gradiente corruptor (spoiler) o impulso de alta frecuencia. Por esta razón, esta técnica
se denomina también Spoiled GRE (Fig. 1.3c). Como la magnetización transversal mediante esta técnica no alcanza el estado de equilibrio, depende del parámetro de relajación T1 del
tejido y la secuencia está ponderada en T1. Esto tiene validez
con las limitaciones antes señaladas de ángulos de inclinación
extremos y tiempos de eco largos. Si en las secuencias GRE en
estado de equilibrio se utilizan tiempos de repetición > 250 ms,
el contraste de la imagen se va pareciendo progresivamente al
de esta técnica GRE degradado, porque entonces ya no puede
lograrse el equilibrio de la magnetización transversal.
• GRE con aumento de contraste (CE-GRE). En esta técnica GRE,
se lee el eco producido por el segundo pulso de excitación de 90°
en una secuencia de medición. Se trata entonces, en principio,
de una secuencia SE. La diferencia consiste, sin embargo, en que
no se aplica ningún pulso de alta frecuencia de 180° separado,
sino una inversión del gradiente. En esta técnica, el tiempo de
eco es más largo que el tiempo de repetición. La secuencia produce un intenso contraste T2 y, por esa razón, se la denomina
GRE con aumento de contraste (Fig. 1.3d). Como con la técnica
GRE con aumento de contraste se lee un SE tardío, la relación
señal/ruido (RSR) es muy baja. Por esta razón, esta técnica no se
ha impuesto para su aplicación sistemática.
En el cuadro 1.1 se presenta un resumen de los contrastes de la
imagen con las técnicas GRE. Las denominaciones de las técnicas GRE difieren de una a otra firma comercial. Los acrónimos
más importantes de los 4 fabricantes de equipos de RM se mencionan en el cuadro 1.2.
En todas las secuencias GRE, en oposición a las secuencia SE,
es importante que los desplazamientos de fase, que no se producen por los gradientes, no vuelvan a su fase; de esa manera,
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Técnica eco del gradiente (GRE)
RF
Señal
Frecuencia
Fase
Corte
RF
Fig. 1.3 a-d Esquema de generación de las cuatro secuencias GRE básicas:
a Secuencia GRE simple
b Secuencia GRE en estado de equilibrio
c GRE degradado
d GRE con aumento de contraste
Primera línea: pulso de excitación de alta frecuencia (RF: radiofrecuencia)
Segunda línea: señal que se recibe
Tercera línea: gradiente de codificación de frecuencias
Cuarta línea: gradiente de codificación de fases
Quinta línea: gradiente de corte
RF/HF: pulso de alta frecuencia
TE: tiempo de eco
TR: tiempo de repetición
Señal
Frecuencia
Fase
Rebobinador
Corte
RF
Señal
Frecuencia
Fase
Gradiente de desfase
Corte
RF
Señal
Frecuencia
Fase
Corte
Cuadro 1.1 Instrucciones simplificadas para generar un determinado contraste con secuencias GRE
DP
Ángulo de inclinación pequeño
T1
Ángulo de inclinación grande
T1
CE-GRE
Mixto (T2/T1) Estado de equilibrio con TE corto
T2*
TE largo
CE-GRE
Mixto
DP
T1
T2
T2*
TE
GRE con aumento de contraste
Contraste que depende del cociente T2/T1
Densidad protónica
Tiempo de relajación T1
Tiempo de relajación T2
Tiempo de relajación T2 efectivo
Tiempo de eco
Cuadro 1.2 Acrónimos de las cuatro técnicas GRE básicas, según los diferentes fabricantes de equipos de RM
Fabricante
Siemens
Picker
Philips
GE
Toshiba
Elscint
Formas GRE simples
–
FE
–
MPGR
PFI
–
GRE degradado (spoiled)
FLASH
PSR
CE-FFE T1
SPGR
–
SHORT
determinan el contraste de la imagen. Por ello, con tiempos de
eco más prolongados, se observa:
• la presencia cada vez mayor de artefactos en los límites de las
superficies (artefactos de susceptibilidad),
• una mayor sensibilidad para los diferentes desfases de los protones de la grasa y del agua.
La posición de la fase de cada uno de los componentes depende del tiempo de eco, y al respecto, se diferencian:
• igual posición de fase (en fase),
• diferente posición de fase (fuera de fase),
• posición opuesta de fase (oposición de fase) (Fig. 1.5).
GRE en estado de equilibrio
FISP
FAST
FFE
GRASS
FE
F-SHORT
GRE con aumento de contraste
PSIF
CE-FAST
CE-FFE T2
SSFP
–
E-SHORT
En el primer caso se suman las intensidades de la señal (IS) de
ambos componentes y, en el último caso, se restan las intensidades de la señal de los componentes. Los píxeles, en los que se
encuentra una determinada relación de mezcla de protones de
grasa y de agua, muestran, en consecuencia, intensidades oscilantes de la señal, que dependen del tiempo de eco y que, en el caso
de una relación de mezcla de 50:50, pueden inclusive desaparecer
(artefacto por “etching”: grabado al aguafuerte, desplazamiento
químico de segunda clase).
El período de oscilación de los tiempos de eco en fase y en
oposición de fase depende de la diferencia de las frecuencias de
resonancia δf de la grasa y del agua (3,2-3,5 ppm) y, en con-
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Técnicas relevantes de RM
cuencia, de la intensidad del campo magnético (período en ms
= 1000/δf). Su valor aproximado es:
• 19,7 ms para 0,35 T (δf ≈ 51 Hz).
• 13,8 ms para 0,5 T (δf ≈ 72 Hz).
• 6,9 ms para 1 T (δf ≈ 144 Hz).
• 4,6 ms para 1,5 T (δf ≈ 217 Hz).
Grasa subcutánea
Superficies limitantes
Músculo
Fig. 1.4 Dibujo esquemático del espectro de los protones de la grasa
subcutánea y de la musculatura:
Los pixeles en la superficie limítrofe entre la grasa y el agua muestran casi
la misma magnitud de ambos componentes.
–C=C–
enlaces dobles predominantes en los ácidos grasos no saturados
CH2, CH3 grupos metilenos y metilos
El período de oscilación para la grasa y otros tejidos mixtos con
tiempos de eco más largos se distancian de manera progresiva
de estos valores teóricos para un sistema de dos componentes
(agua y metileno), ya que estos tejidos no presentan otros picos
de resonancia más pequeños (p. ej., protones en las proximidades de los dobles enlaces, grupos metilos y carbonilos), que ocasionan inexactitudes (Fig. 1.6).
Para establecer los óptimos tiempos de eco en oposición de
fase para cada sistema diferente de RM, es necesario realizar
pruebas individuales.
Las imágenes GRE en oposición de fase muestran una alta
sensibilidad para evidenciar la médula ósea hematopoyética
(19) y las lesiones patológicas de la médula ósea (Fig. 1.7).
A causa de su señal intensa, las secuencias GRE en estado de
equilibrio se utilizan especialmente en el estudio diagnóstico de
las articulaciones, para adquirir el conjunto de datos tridimensionales para la subsiguiente reconstrucción multiplanar. Las
secuencias GRE degradado con tiempo de repetición corto (TR
= 40-50 ms), tiempo de eco corto (TE = 5-10 ms) y ángulo de
inclinación intermedio (υ = 30-60°), combinadas con supresión
de la grasa, son adecuadas para la representación del cartílago.
Las secuencias GRE degradado o en estado de equilibrio con
tiempos de repetición largos (TR = 450-600 ms), dos tiempos de
eco (un eco corto en fase, un eco largo fuera de fase) y ángulo
de inclinación medio (υ = 25-30°) han demostrado ser adecuadas, en general, para la evaluación diagnóstica de las articulaciones, partes blandas y huesos (GRE con doble eco) (44).
El primer eco corto produce una señal de alta intensidad que
brinda información anatómica; el segundo eco, un intenso contraste T2* con una sensibilidad adecuada para evidenciar alteraciones patológicas. En la interpretación de las imágenes,
deben considerarse las particularidades de la técnica GRE, como
el aumento de los efectos de susceptibilidad, en particular del
segundo eco, y los efectos de fase, por lo que, por ejemplo, las
calcificaciones o los prolapsos de los discos intervertebrales
aparecen aumentados de tamaño.
En fase
Fuera de fase
Fases opuestas
Fig. 1.5 Vectores de la señal de la grasa y del agua en el plano XY en las
secuencias GRE:
Diferentes posiciones de fase de los vectores de la grasa y del agua con
diferentes tiempos de eco. En los píxeles con partes de grasa y de agua
corresponde: en una misma posición de fase, sumar las intensidades de
la señal; en oposición de fase, sustraer las intensidades de la señal.
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Técnica eco del gradiente (GRE)
IS
Grasa
Músculo
Superficies
limitantes
TE (ms)
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Fig. 1.6 Intensidad de la señal (IS) de la grasa, musculatura y superficies
limitantes grasa-músculo en función del tiempo de eco (TE) con la técnica GRE y un campo magnético de 1,5 Tesla:
La musculatura no muestra prácticamente ninguna señal, la grasa presenta una oscilación escasa de la señal, y las superficies limitantes grasamúsculo muestran una oscilación muy fuerte de la señal con una frecuencia de oscilación algo diferente. Esta diferencia puede aclararse con
los espectros (véase Fig. 1.5), ya que el espectro de la grasa subcutánea
presenta varios grupos diferentes de picos (sistema de múltiples componentes) y no solamente 2 picos principales (sistema de 2 componentes),
como sucede, por ejemplo, con los píxeles de las superficies limítrofes.
Con una señal máxima se habla de un tiempo de eco en fase, y con una
señal mínima, de un tiempo de eco en oposición de fase.
Fig. 1.7 a-e Articulación del hombro, corte coronal oblicuo:
a SE (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 15 ms).
b GRE (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 14 ms, ángulo de inclinación = 30°).
c GRE (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 35 ms, ángulo de inclinación = 30°).
d GRE, corte sagital oblicuo (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 7 ms, ángulo
de inclinación = 30°).
b
a
d
c
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Técnicas relevantes de RM
e GRE (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 28 ms, ángulo de inclinación = 30°).
Los tiempos de eco TE = 35 ms y TE = 7 ms constituyen tiempos de eco
en oposición de fase con una representación pobre de la médula ósea
hematopoyética y con una imagen libre de señales de la superficie limítrofe grasa-músculo (artefacto por etching = “grabado al aguafuerte”, desplazamiento químico de segunda clase). Con los tiempos de eco TE = 14
ms y TE = 28 ms, los protones del agua y de la grasa se encuentran en fase.
e
Técnicas muy rápidas de RM (ultrarrápidas)
En los últimos años se han desarrollado numerosas secuencias
nuevas, que presentan la característica de que se pueden realizar con tiempos muy cortos de adquisición (Cuadro 1.3). Estas
técnicas son, en parte, todavía de experimentación y, por esa
razón, no están muy difundidas. La significación y la importancia de estas secuencias de RM denominadas ultrarrápidas para
el estudio del sistema musculoesquelético se basa en el análisis
cinemático del movimiento de las articulaciones (véase más
adelante) y, llegado el caso, en estudios dinámicos con medio
de contraste con alta resolución temporal.
Cuadro 1.3 Técnicas rápidas de RM
Técnica
Abreviatura
GRE rápido
TFE
1-4 s
Snapshot-GRE
Turbo-FLASH
GRASE
300-100 ms
EPI
50-100 ms
GRE y SE
Técnica ecoplanar
Tiempo de
medición por corte
Supresión de la grasa
En RM existen los siguientes métodos para suprimir la señal del
tejido graso:
CHESS/SPIR. Es posible saturar los protones de la grasa en forma
selectiva mediante un pulso de saturación inmediatamente antes de
realizar la secuencia del estudio, de manera que la grasa no pueda
contribuir más a la generación de señales. Este método se denomina
saturación por desplazamiento químico selectivo (CHESS, siglas de
chemical shift selective saturation). En lugar de pulsos de saturación,
previamente también puede conectarse en serie un pulso de inversión de 180° con una diferencia de tiempo con respecto al pasaje por
el punto cero de la magnetización longitudinal de los protones de
grasa (SPIR, siglas de spectral presaturation with inversion recovery).
El pulso químicamente selectivo puede combinarse con cualquier
secuencia. Este método se emplea sobre todo en algunas indicaciones clínicas especiales, como la diferenciación de tumores que contienen grasa o de partes de tumores con la sangre. Además, con estas
técnicas se logra un contraste muy bueno de los cartílagos (Fig. 1.8).
Mediante la combinación de la técnica CHESS con la artrografía
directa por RM, puede mejorarse la sensibilidad para el diagnóstico
de rotura del manguito rotador de la articulación del hombro. Sin
embargo, para la obtención de imágenes de alteraciones patológicas
de las partes blandas próximas a la articulación no se ha impuesto la
aplicación sistemática de la supresión grasa selectiva (44).
En los últimos años se ha incorporado al cribado diagnóstico
la combinación de la supresión grasa selectiva con una secuencia TSE ponderada en densidad protónica (p. ej., TR = 3000 ms,
TE = 45 ms). Por medio de esta técnica pueden combinarse las
ventajas de una alta relación señal/ruido y un alto contraste de
las lesiones patológicas. Actualmente se recomienda la aplicación de esta secuencia en todas las regiones de estudio del aparato locomotor, por lo menos, en un plano.
Método de Chopper-Dixon. Este método de saturación de la grasa
aprovecha el desplazamiento químico de los protones de la grasa
y del agua, por lo cual pueden obtenerse, mediante diferentes
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Supresión de la grasa
tiempos de eco, imágenes de estos dos elementos. Esta técnica
exige realmente mucho tiempo y no se ha impuesto para su aplicación rutinaria. En indicaciones clínicas especiales, como por
ejemplo, enfermedades de la médula ósea, con este método
puede cuantificarse el contenido de grasa y de agua.
STIR. La secuencia STIR (siglas de short inversion time inversion recovery) se fundamenta en una secuencia de recuperación
de la inversión con un tiempo corto de inversión. En la secuencia de recuperación de la inversión, se antepone un pulso de
inversión de 180° previamente a los pulsos de 90° y de 180° que
generan la señal. El intervalo de tiempo entre el pulso de inversión de 180° y la secuencia de pulsos que generan la señal se
denomina Tau (τ) o tiempo de inversión (TI). Si se selecciona un
TI corto (= STIR), se produce un contraste de la imagen impregnado de una elevada sensibilidad frente a largos tiempos de
relajación T1 y T2 (contraste aditivo T1 y T2) y en la que los
protones de la grasa no contribuyen a la señal, ya que su magnetización longitudinal de desintegra (denominada de paso
cero) (Fig. 1.9). A diferencia de la técnica SPIR, el pulso de
inversión en este caso no actúa en forma selectiva sobre la frecuencia del componente de la grasa, sino que el contraste de la
imagen se determina por la selección del tiempo de inversión TI.
Una secuencia de RM que es sensible a largos tiempos de relajación T1 y T2, y que está totalmente libre o presenta mínimas
señales del tejido graso, representa alteraciones patológicas,
como por ejemplo, edema o tumores con un contraste más elevado que el de las otras secuencias (46). En numerosos estudios
clínicos se ha confirmado el valor de esta secuencia, sobre todo
para las enfermedades del sistema musculoesquelético. El
edema de la médula ósea o la inflamación de las partes blandas
se representan con la máxima sensibilidad. En indicaciones clínicas poco claras, debe realizarse siempre una secuencia STIR,
por lo menos, en un plano.
Mediante modificaciones de la secuencia STIR, como por ejemplo,
la reducción de los tiempos de repetición y de inversión (Fast-STIR)
(46) (Fig. 1.10) o la combinación con una técnica turbo (TSE-STIR),
puede reducirse el tiempo de adquisición de la secuencia.
Excitación del agua. Si se excitan en forma selectiva solamente los protones del agua (excitación del agua), el tejido graso no
contribuye a la señal y aparece con muy pobre, o ninguna,
señal en la imagen. La excitación selectiva del agua puede combinarse con diferentes tipos de secuencias. Se puede lograr cierta ventaja frente a la supresión grasa selectiva mediante un
ahorro de pocos milisegundos (un pulso selectivo de saturación
de la grasa antes de la secuencia correspondiente lleva tiempo).
Sin embargo, en un estudio comparativo, las imágenes con
excitación selectiva del agua resultaron inferiores que las imágenes con saturación grasa (38).
Fig. 1.8 Articulación de la rodilla, corte sagital:
Secuencia SE (1,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 15 ms) con supresión selectiva de grasa. Imagen del cartílago particularmente rica en señales.
Eco
Fig. 1.9 Secuencia STIR:
Representación esquemática de la magnetización longitudinal (Mz) después del pulso de inversión de 180° y de la magnetización transversal (Mxy)
después del pulso de 90° del tejido graso (F), de un tejido con tiempos de
relajación T1 y T2 cortos (A) y de un tejido con tiempos largos de relajación T1 y T2 (B). En el momento del pulso de 90° la grasa no presenta ninguna magnetización longitudinal, en consecuencia no emite ninguna señal
en el curso posterior de la secuencia. El tejido A tiene, en el momento del
pulso de 90°, una magnetización longitudinal más baja que el B y muestra
un rápido retorno de la magnetización transversal, por lo que el tejido B
presentará una intensidad de la señal más alta que el A. Este contraste se
denomina contraste aditivo T1/T2. De esta manera se explica la elevada
sensibilidad para la detección de edemas y otras alteraciones patológicas.
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10 Técnicas relevantes de RM
Fig. 1.10 Metástasis femoral de un carcinoma broncoalveolar:
Secuencia FAST-STIR (0,5 Tesla, TR = 1000 ms, TI = 100 ms, TE = 15 ms).
Junto a la parte intraósea de la metástasis con una elevada intensidad de
la señal se evidencia una parte extraósea, así como también erosión de
la cortical. La flecha señala la zona de reacción peritumoral.
Medio de contraste, dinámica del contraste
La administración IV de un medio de contraste que contenga
gadolinio (Gd) en el diagnóstico del aparato locomotor y de sustentación no siempre es necesaria. Se han establecido algunas
pocas aplicaciones, como por ejemplo:
• el estudio de enfermedades inflamatorias,
• la diferenciación entre componentes líquidos o sólidos y edematosos o infiltrativos, en tumores primarios y secundarios del
hueso y partes blandas (31, 35).
Los estudios dinámicos con administración de contraste
mediante secuencias GRE pueden ser de utilidad para diferenciar tumores benignos y malignos (9). Sin embargo, la especificidad no es particularmente alta (25). Esta técnica no se ha
impuesto para el diagnóstico sistemático de los tumores óseos y
de partes blandas.
Artrografía por RM
Artrografía directa por RM
La inyección directa de solución de Gd diluida dentro de la articulación puede mejorar la sensibilidad de la RM (17, 29) en algunas
indicaciones específicas, como las lesiones del manguito rotador, del
rodete glenoideo o de los cartílagos de la rodilla (17, 29). Como se
trata de un procedimiento invasivo, por lo general su indicación es
limitada. Algunas dudas diagnósticas probablemente podrán aclararse en el futuro mediante la artrografía indirecta por RM.
Artrografía indirecta por RM
Recién desde hace poco tiempo, se conoce que los medios de
contraste que contienen Gd administrados por vía IV en una RM
alcanzan la cavidad articular con una concentración que actúa
mediante el aumento claro de la intensidad de la señal de las
imágenes ponderadas en T1. De esa manera, se genera un efecto artrográfico, sin necesidad de punzar la articulación. Este
método se denomina artrografía indirecta por RM. El ingreso del
contraste en la articulación aumenta lentamente con el tiempo
y alcanza un máximo después de una hora en reposo. Puede
aumentarse de manera significativa el ingreso del Gd en la articulación mediante el ejercicio (49) (Fig. 1.11). El contraste se
evidencia con claridad mediante secuencias con supresión de la
grasa (Fig. 1.12). La cantidad de medio de contraste que debe
inyectarse es de 0,1 mmol/kg de peso corporal.
Hasta ahora, existe experiencia con este método en las
siguientes articulaciones:
• rodillas (7),
• tobillos,
• hombros (49).
Este método tiene ventajas en comparación con la RM convencional en el estudio de los cartílagos articulares, meniscos,
discos, rodetes, del manguito rotador, etcétera. (49). También en
la articulación de la mano se puede lograr un ventajoso contraste (34) con este método.
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Contraste por transferencia de la magnetización 11
IS (%)
Postejercicio
En reposo
Tiempo (min)
Fig. 1.11 Artrografía indirecta por RM:
Intensidad de la señal (IS) en la cavidad de la articulación superior del tobillo después de la inyección IV de un medio de contraste que contiene Gd.
La señal asciende lentamente en reposo. Con el ejercicio articular (media
hora de caminata), la intensidad de la señal asciende rápidamente.
Fig. 1.12 Artrografía indirecta por RM de la articulación superior del tobillo:
Imagen de la hendidura articular con intensa señal. Cartílago con IS media,
discreta irregularidad cartilaginosa en la articulación peroneo-astragalina.
En las artrografías indirectas no deben confundirse las estructuras extraarticulares que concentran el medio de contraste,
como las bolsas y las vainas tendinosas, con una salida del
medio de contraste de la cápsula. Mediante el correspondiente
entrenamiento, esto puede evitarse e inclusive hasta puede ser
ventajosa la presencia de contraste en las bolsas (p. ej., para el
estudio del manguito rotador superior del hombro). El realce de
contraste de las estructuras vasculares es muy inferior en las
imágenes tardías en relación con la intensidad de la señal
intraarticular.
Debido a que no es invasivo y a que presenta alta sensibilidad,
este método se ha establecido especialmente en la inestabilidad
del hombro y como estudio diagnóstico prequirúrgico en las
lesiones del manguito rotador.
Contraste por transferencia de la magnetización
El espectro del hidrógeno de los tejidos biológicos presenta, junto
al pico de resonancia de los protones del agua libre, una superficie de resonancia de base ancha de los protones unidos a macromoléculas. En condiciones normales se utiliza el pico de los protones libres para la generación de imágenes de RM. Si, por el contrario, se satura la ancha base de protones unidos, sin influir de
manera directa en los protones libres, se produce sin embargo una
alteración del pico de resonancia de los protones libres (Fig. 1.13).
den aclararse por un intercambio químico entre los protones
libres y los protones unidos en la superficie limítrofe de estos
dos compartimentos (Fig. 1.14).
Existen dos métodos para alcanzar los efectos de la técnica MTC:
• método MTC por saturación de frecuencia y
• método MTC por frecuencia lejana.
Estas alteraciones son:
• un acortamiento de la magnetización longitudinal (transferencia de la magnetización) del pico del agua,
• en menor proporción, una reducción del tiempo de relajación
T1 (relajación cruzada) del pico del agua.
Por el acortamiento de la magnetización longitudinal, esta técnica se denomina MTC (siglas de magnetization transfer contrast). Las alteraciones del pico de agua que se evidencian pue-
Fig. 1.13 Saturación de la base ancha de la señal de resonancia:
Saturación de la base ancha de la señal de resonancia de los protones unidos
a macromoléculas, con una reducción resultante de la señal de resonancia de
los protones libres, por medio del método MTC (HF = pulso de alta frecuencia).
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12 Técnicas relevantes de RM
El contraste de la imagen que se genera con esta técnica se diferencia de los contrastes de la imagen conocidos, que se basan
en los tiempos de relajación y en la densidad protónica. Los tejidos que muestran un fuerte efecto MTC son:
• músculos,
• cartílago,
• tendones,
• sustancia cerebral.
Las degeneraciones cartilaginosas en su etapa temprana se pueden hacer visibles con este método (47).
Al restar una imagen sin MTC de la imagen con MTC, se obtiene una nueva imagen, en la que las intensidades de la señal son
proporcionales a la magnitud del efecto MTC (imagen MTC por
sustracción). Con esta técnica, pueden visualizarse bien lesiones
cartilaginosas superficiales (Fig. 1.15). Mediante la técnica MTC
puede atenuarse el aumento artificial de la señal de los tendones
que tienen un trayecto oblicuo al campo magnético B0 (fenómeno del ángulo mágico) (Fig. 1.16). Con este método, también
pueden obtenerse imágenes bien contrastadas del ligamento cruzado anterior. Los tumores formadores de cartílago presentan
una sensibilidad a la técnica MTC que los diferencia mucho de
otro tipo de tumores (Fig. 1.17). Por el contrario, el cartílago
articular hialino maduro presenta con claridad un intenso efecto MTC. Otras aplicaciones de la técnica MTC son la supresión
de la señales del fondo para mejorar la angiografía por RM.
Fig. 1.14 Intercambio químico e interacciones dipolo-dipolo:
Intercambio químico (1) e interacciones dipolo-dipolo (2) entre los protones unidos a macromoléculas (izquierda) y los protones libres (derecha).
Fig. 1.15 Imagen MTC por sustracción de la articulación de la rodilla:
Buena representación de las lesiones cartilaginosas superficiales. Los tejidos sin efecto MTC aparecen de color negro.
Fig. 1.16a, b Articulación del hombro,
corte coronal oblicuo:
a GRE: TR = 600 ms, TE = 18 ms, ángulo
de inclinación = 30°.
b Secuencia MTC con los mismos parámetros y selección de ventana.
Evidente reducción mediante MTC (flecha)
de la elevación artificial de la señal del manguito rotador (fenómeno del ángulo mágico).
a
b
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Angiografía por RM 13
a
b
Fig. 1.17a, b Condroma del fémur:
a GRE, corte axial (TR = 600 ms, TE = 9 ms, ángulo de inclinación = 30°).
b Secuencia MTC con los mismos parámetros e idéntica selección de ventana.
Evidente reducción de la señal de la musculatura con una inversión relativa de contraste del tejido graso, reducción moderada de la señal del tumor.
Angiografía por RM
En un corte de RM con sangre en movimiento, no saturada (como
también cualquier otro tejido), se produce una señal más intensa que
en un tejido estacionario. Este efecto se utiliza para la representación
angiográfica en el procedimiento de llegada del flujo o primer pasaje y se denomina muchas veces método TOF (siglas en inglés de time
of flight = tiempo de vuelo). El flujo turbulento, la susceptibilidad y
la saturación del espín también pueden influir en la señal dentro de
los vasos. En algunos sitios (p. ej., ramificaciones), puede presentarse una separación del flujo que ocasiona una rémora circular más
prolongada del flujo sanguíneo local. Este fenómeno lleva a una
saturación parcial no deseada del espín en esta región, que tiene
como consecuencia, nuevamente, una reducción de la señal (11).
La representación por RM de las malformaciones vasculares y de los
vasos que nutren a las neoplasias es una indicación relativamente infrecuente. Los vasos de las extremidades se evidencian claramente en la
angiografía por RM, aunque el método presenta ciertas limitaciones. El
flujo sanguíneo es pulsátil y comprende regiones de flujo veloz hasta
zonas de inversión del flujo, que, en áreas circunscritas pequeñas, puede
llevar a la interrupción de la señal. Además, el corte transversal total de
cada vaso sanguíneo individual es grande, de manera que, en particular,
los vasos de pequeño calibre exhiben un flujo menor y pueden desaparecer de la imagen por efectos de la saturación. Para evitar estos inconvenientes se requiere una resolución mayor que, sin embargo, produce
una reducción de la señal y un aumento considerable de tiempo de
adquisición. Las bobinas de superficie pueden ofrecer una efectiva
reducción de este problema de la señal, aunque no pueden evitarlo del
todo. A causa de la pulsatilidad aparecen con frecuencia dislocaciones
de los vasos y turbulencias locales que generan nuevas pérdidas de la
señal. Por consiguiente, es posible que dichos artefactos se interpreten de
manera errónea como estenosis, trombos u otras alteraciones vasculares.
Procedimiento de la angiografía
Procedimiento de la llegada del flujo sincronizado con el
ECG (gated-inflow). Una elegante posibilidad para evitar la dis-
minución de la calidad de la imagen que originan las pulsaciones es el denominado procedimiento gatillado por el ECG, o sincronizado con el ciclo cardíaco, del primer pasaje o llegada del
flujo (6, 13). En este caso se sincroniza la adquisición de los
datos con el ciclo cardíaco. Esto se produce de manera que,
mediante la ayuda del electrocardiograma, se elige un intervalo apropiado dentro del intervalo entre dos ondas R, que corresponde a un momento de escasa pulsatilidad y, por consiguiente, menos sensible a los artefactos. Los datos se adquieren
entonces en una serie especial (solamente durante el intervalo
del ciclo cardíaco seleccionado), hasta que se obtiene la matriz
completa de los datos (todas las codificaciones de fase). Según
el territorio vascular, existe una diferente demora óptima para
la selección del intervalo del ciclo cardíaco en relación con la
onda R. La extensión temporal del intervalo seleccionado también tiene un papel importante en lo que se refiere a la calidad
de la imagen (Fig. 1.18). Para obtener imágenes con pocos artefactos, por ejemplo, en el caso de las carótidas, debe seleccionarse una ventana temporal dentro del ciclo cardíaco del 5080% del intervalo RR, mientras que para las arterias de los
miembros inferiores, debe seleccionarse una ventana temporal
del 25-50% del intervalo RR.
Este procedimiento sincronizado con el ciclo cardíaco es, en consecuencia, una combinación de la sincronización o gatillado cardíaco
y la técnica de llegada del flujo o primer pasaje, que limita la adquisición de los datos a un intervalo determinado del ciclo cardíaco (36).
De esta manera se suprimen los artefactos ocasionados por un flujo
pulsátil o retrógrado y, en consecuencia, las regiones periféricas de
los vasos presentan una imagen con mejor definición.
Angiografía de contraste de fases. En esta técnica se obtiene
una angiografía por RM sin administrar medio de contraste, utilizando el desplazamiento de las fases entre la sangre que se
mueve y los tejidos que permanecen inmóviles (angiografía de
contraste de fases). Esta técnica ha demostrado su validez para
el estudio de los vasos de las extremidades.
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14 Técnicas relevantes de RM
a
b
Fig. 1.18a-c Angiografía arterial por RM de la llegada del flujo, sincronizada con el ECG:
TR = 23 ms, TE = 6,9 ms, ángulo de inclinación = 60°, promedios de la
señal = 1, matriz = 128 × 256, campo de visión (FOV) = 161 × 230 mm2,
61 cortes con un espesor de 4 mm, con 0,5 mm de superposición, saturación caudal, frecuencia cardíaca entre 55 y 60 por minuto.
a Sin sincronización con el ECG, tiempo de medición 2:18.
a
b
Fig. 1.19a-c Angiografía por RM con realce de contraste:
Representación MIP (Máxima Intensidad de Proyección), proyección antero-
c
b Con sincronización electrocardiográfica: adquisición de los datos durante 500 ms del ciclo cardíaco, con una demora de 150 ms después de la
onda R, tiempo de medición 5:07.
c Igual que en la imagen b, aunque con una ventana temporal más
pequeña de 250 ms, tiempo de medición 8:07.
Evidente reducción de los artefactos mediante la sincronización. Con una
ventana temporal más pequeña (c) disminuyen los artefactos por pulsación, aunque aumenta el tiempo de medición.
c
posterior. Imágenes de tres territorios distintos estudiados mediante el desplazamiento de la camilla del paciente. Enfermedad arterial periférica obstructiva.
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Reconstrucción tridimensional 15
Fig. 1.20 Angiografía por RM, representación MIP en la proyección
anteroposterior:
Cortocircuito arteriovenoso (shunt AV) en un paciente en plan de diálisis.
Angiografía mediante administración de contraste. En los últimos
años se ha impuesto para las imágenes de los vasos de las extremidades la angiografía por RM con administración de contraste como
método de evaluación sistemática, lo que ha desplazado a la angiografía por sustracción digital (DSA, digital substraction angiography) intraarterial como indicación diagnóstica en un 90%. Este
método consiste en la inyección periférica de un medio de contraste que contiene Gd, en dosis regular (0,1 mmol/kg de peso corporal)
o en doble dosis (0,2 mmol/kg de peso corporal), y en la iniciación
de una secuencia GRE 3D (eco del gradiente tridimensional) sobre
todo con cortes coronales. Los datos resultantes se presentan en
imágenes MIP (imágenes volumétricas de la máxima intensidad de
la proyección). La calidad de imágenes que se obtiene de esta manera es convincente y alcanza, en parte, la calidad de la tecnología por
sustracción digital intraarterial. De esta manera, la angiografía digital venosa puede reemplazarse por completo.
Mediante el desarrollo de un desplazamiento automático de la
camilla del paciente durante el examen y mediante la introducción de secuencias ultrarrápidas con tiempos de repetición TR
por debajo de los 4 ms y tiempos de eco TE inferiores a los 2
ms, se han logrado imágenes de alta calidad de los vasos sanguíneos de la pelvis y de las extremidades con una sola inyección del medio de contraste (véanse Figs. 1.19 y 1.20).
Relaxometría (mapas de los tiempos de relajación)
Mediante la determinación de los tiempos de relajación (relaxometría), no se logra aumentar, en la mayor parte de los casos,
la especificidad de la RM. Por dicho motivo, esta técnica no
tiene ninguna significación para el estudio sistemático del aparato de locomoción y sustentación.
En los controles postratamiento de enfermedades infiltrativas
difusas, es de utilidad determinar el tiempo de relajación T1 para
detectar alteraciones patológicas precoces. Las modificaciones
mensurables de los tiempos de relajación no conducen muchas
veces a modificaciones visibles de la señal en las imágenes de RM.
Los tiempos de relajación pueden transformarse también en
una imagen, en la que la intensidad de la claridad es proporcional a dichos tiempos. En este caso, se habla de mapas de los
tiempos de relajación o mapas T1 o T2.
Reconstrucción tridimensional
La reconstrucción tridimensional de los cortes bidimensionales del
sistema musculoesquelético puede ser una ventaja en el estudio de
determinadas enfermedades (42). Entre ellas, se encuentran fracturas complejas o fracturas de regiones con anatomía compleja, como
la base del cráneo o el macizo facial. La planificación de intervenciones quirúrgicas reconstructivas puede facilitarse con estas imágenes. Otras aplicaciones comprenden el estudio volumétrico de tumores en el curso del tratamiento con quimioterapia y radioterapia.
Se distinguen dos técnicas para la representación de imágenes
tridimensionales:
• representación superficial, mediante ésta, una fuente virtual
de luz ilumina la superficie del objeto,
• representación volumétrica, mediante ésta, la fuente virtual
de luz atraviesa el objeto (Fig. 1.21).
Una combinación de ambas técnicas (técnica híbrida) produce
la mejor impresión tridimensional (42).
La reconstrucción tridimensional de los datos en la tomografía
computarizada (TC) se realiza con la técnica del valor umbral,
por medio de ésta, cada píxel se representa de manera tridimensional con los valores de su densidad por encima de un valor
umbral libremente seleccionado (p. ej., el del hueso).
La extracción del píxel para la representación tridimensional
(segmentación) de los datos de la tomografía por RM es mucho
más difícil, ya que las intensidades de la señal son muy poco
homogéneas y los tejidos que no deben representarse en la imagen pueden presentar intensidades de la señal semejantes al
objeto que será representado en forma tridimensional. Por ejemplo, la grasa subcutánea presenta una intensidad de la señal
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16 Técnicas relevantes de RM
a
b
Fig. 1.21a, b Representación tridimensional de los datos de RM de una
articulación de la rodilla:
a Técnica de las superficies (surface rendering).
b Técnica volumétrica (volume rendering).
semejante al tejido graso que contiene la médula ósea. En consecuencia, no es posible la aplicación de una mera técnica de un
valor umbral para la segmentación de los datos de la tomografía por RM. Suele utilizarse una combinación de segmentación
automática por valor umbral y segmentación manual (38).
Para ello, debe extraerse en forma manual el objeto que se debe
representar tridimensionalmente de cada imagen del conjunto de
datos de RM. Este proceso es muy laborioso, exige mucho tiempo y paciencia, y no está exento de errores. Por esta razón, no
se ha impuesto hasta ahora en el estudio sistemático del sistema
musculoesquelético la aplicación sistemática de reconstrucciones tridimensionales de los datos tomográficos de la RM.
Reconstrucción multiplanar y adquisición radial
Reconstrucción multiplanar. El conjunto de datos de una
secuencia de RM, como los datos de una TC, pueden ser procesados después para obtener planos de corte diferentes (reconstrucción multiplanar). Las imágenes calculadas muestran el
mismo contraste. La resolución espacial depende de los parámetros de los datos originales. Si las longitudes de los bordes del
vóxel de los datos originales presentan diferente extensión
(conjunto de datos anisotrópicos), la resolución espacial de las
imágenes obtenidas es también diferente. Si las longitudes de
los bordes del vóxel son del mismo tamaño (conjunto de datos
isotrópicos), la resolución espacial de las imágenes calculadas es
igual a la de las imágenes originales.
La generación de datos isotrópicos con alta resolución a partir de una región de estudio voluminosa, como por ejemplo la
articulación de la rodilla, exige bastante tiempo, aun con la utilización de secuencias GRE transformadas tridimensionalmente.
Además, para las principales indicaciones debe disponerse de
Fig. 1.22 Articulación de la rodilla, corte axial:
Representación de los planos de corte en una adquisición radial.
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Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica 17
imágenes potenciadas en T1 y en T2. Por esa razón, no se recomienda la generación sistemática de un conjunto de datos isotrópicos con una reconstrucción posterior para el estudio por
RM del sistema musculoesquelético.
La reconstrucción de un conjunto de datos anisotrópicos a
partir de secuencias convencionales con menor resolución de
las imágenes calculadas puede considerarse para la visualización de grandes tumores o para controles postratamiento.
Realización de cortes radiales. Los planos angulados con una rotación sucesiva de algunos grados en cada paso, alrededor de un
punto de corte central, se denominan cortes radiales (26) (Fig. 1.22).
En los estudios de las articulaciones de la rodilla y del hombro, la
realización de cortes radiales no presenta ninguna ventaja en comparación con los planos de corte convencionales ya establecidos
para estas regiones. La técnica no se ha impuesto para el estudio sistemático por RM del aparato locomotor y de sustentación.
Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica
La espectroscopia por RM en el hombre constituye un procedimiento
complicado, laborioso, que exige mucho tiempo y que todavía no ha
encontrado un lugar importante en el estudio sistemático del sistema
musculoesquelético. Con estos procedimientos pueden representarse
vías metabólicas en forma específica, por lo que pueden adquirir en el
futuro una mayor significación y aplicación clínica. La investigación
en este terreno es muy intensa y muestra resultados muy promisorios.
Por esa razón, se describe en este capítulo el procedimiento en forma
relativamente exhaustiva, en especial, lo que se refiere a la espectroscopia con hidrógeno (1H), fósforo (31P) y carbono (13C).
rico de resolución de aproximadamente 10 Hz (que corresponde a 0,15
ppm para 1,5 T). La observación de otras moléculas biológicamente
interesantes en el espectro de protones se ve dificultada por la escasa
amplitud del desplazamiento químico in vivo de los compuestos con
hidrógeno (solo alrededor de 8 ppm), ya que con un ancho de 1-4 ppm
(en relación con el desplazamiento químico del tetrametilsilano que se
toma como referencia = 0 ppm) aparecen numerosas superposiciones.
Espectroscopia de hidrógeno (1H)
El blindaje del campo magnético estático por la cubierta de electrones del átomo lleva a un desplazamiento químico de la frecuencia de resonancia del protón, que depende de la estructura de
la molécula. Este efecto se utiliza en los métodos ya descritos de
supresión selectiva de la grasa, o para obtener imágenes del agua
o de la grasa, aunque puede aplicarse también para obtener una
representación directa de la concentración, en los tejidos, de diferentes compuestos que contienen hidrógeno (espectro por RM).
En los espectros del 1H de la musculatura, tejido graso y médula ósea, predominan:
• el pico del H2O,
• las señales de los ácidos grasos no saturados
(–CH3–, –CH2–, –CH2CO– y el grupo de moléculas –CH=).
La superficie de la curva debajo de las respectivas líneas del espectro
por RM es proporcional a la abundancia de la sustancia correspondiente. De esta manera, es posible realizar una determinación cuantitativa
no invasiva del contenido relativo del agua y de la grasa, que tiene una
particular utilidad en el estudio de enfermedades de la médula ósea (21,
33) y en la estadificación de miopatías degenerativas (3).
En la figura 1.23 se muestra el aumento del contenido de lípidos y
la reducción masiva del componente de agua en la imagen SE ponderada en T1 (con supresión de la grasa y sin ella, mediante la técnica SPIR) y en el espectro de los protones en el caso de un lipoma.
Mediante una homogeneización adicional del campo magnético estático sobre la región del tejido de interés durante el estudio de RM, es
posible, según la región y el tamaño del volumen seleccionado, obtener un ancho de línea de alrededor de 0,2-0,5 ppm, que por lo general
alcanza para lograr una separación espectral de los picos de los mencionados grupos de moléculas. Debido a los tiempos T2 demasiado cortos (30-40 ms) del componente del H2O en la musculatura y en la
médula ósea, también es posible acercarse en estos casos al límite teó-
a
b
Fig. 1.23a-c Lipoma de la región izquierda de la cadera (paciente de 50
años de edad):
a SE potenciado en T1 (TR = 500 ms, TE = 20 ms) con delimitación del
volumen seleccionado para realizar la espectroscopia.
b SE con supresión de la grasa mediante la técnica SPIR (TR = 1000 ms,
TE = 20 ms).
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18 Técnicas relevantes de RM
Fig. 1.23c Espectro del 1H (sin supresión del
agua) (TR = 2500 ms, promedios de la señal = 32).
Mientras que un aumento mayor de la resolución espectral en
la RM del 1H en el estudio del sistema musculoesquelético solo
es posible con una intensidad mayor del campo magnético, se
puede aumentar claramente la sensibilidad de detección de
metabolitos hasta valores de concentración de 10 mmol/L
mediante la supresión de la resonancia del agua. De esta manera pueden evidenciarse, en principio, alteraciones del metabolismo o defectos enzimáticos con la espectroscopia de los protones.
Como técnicas de supresión, deben considerarse:
• la inversión selectiva del componente del H2O con un pulso
previo de 180° y una excitación de 90° en el punto temporal
del pasaje por cero de la magnetización longitudinal del agua
de los tejidos (30),
• la presaturación de una banda estrecha mediante pulsos adiabáticos o pulso de alta frecuencia de Gauss (técnica CHESS) (14)
o mediante un esquema de pulsos compuestos binominales.
Para evidenciar los dupletes –CH3 del lactato (las dos posiciones
posibles del espín de los protones –C–H presentan la degradación de la estructura fina del lactato en dos subpicos pequeños
= duplete; en el caso de una fragmentación en muchos subtipos,
se habla de tripletes, etc., y, en general, de multipletes) es necesaria, además, una supresión adicional de la grasa, ya que de lo
contrario estas líneas espectrales se superponen con la resonancia del metileno de los ácidos grasos. La desventaja de alguna de
estas técnicas, y también de los diferentes procedimientos de filtrado en el procesamiento posterior de los espectros, es que producen una modulación de la amplitud de las líneas y, de esa
manera, no solo eliminan los componentes molestos, sino que
influyen también en la señal de los metabolitos de interés.
A diferencia de la espectroscopia de 1H en el sistema nervioso central, que se realiza prácticamente siempre con una supresión de la
señal del agua, los diferentes métodos de supresión en la espectroscopia por RM del sistema musculoesquelético no han sido validados
hasta el momento y se aplican solo en casos aislados. Además, en la
mayoría de las indicaciones clínicas, brinda resultados más útiles y
concluyentes la espectroscopia con otros núcleos atómicos, como
por ejemplo, el fósforo (31P) y el carbono (13C) (véase más adelante).
En cuanto a la técnica de utilización de bobinas, la espectroscopia
por RM de 1H en el aparato locomotor y de sustentación no suele
presentar ningún problema, ya que las indicaciones clínicas se refieren con frecuencia a regiones cercanas a la superficie del cuerpo, por
lo que pueden utilizarse las mismas bobinas de superficie que se usan
para la obtención de las imágenes de RM. En casos de volúmenes de
medición (VOI, volume of interest) relativamente grandes, o en el
caso de estudios comparativos de ambas extremidades, puede también utilizarse la bobina corporal normal para espectroscopia.
Procedimientos para la selección del volumen. Para la selección
del volumen en la espectroscopia de protones, se han impuesto
como los métodos más apropiados la técnica SE doble (PRESS,
del inglés point resolved sprectroscopy) y el procedimiento
STEAM (del inglés stimulated echo acquisition mode) (10):
• En el método PRESS, se utiliza un esquema de pulsos de 90°, 180°,
selectivos de cada corte, en el cual se conecta uno de los gradientes de codificación local Gx, Gy o Gz en cada uno de los tres
pulsos de alta frecuencia. Solamente los espines situados en una
región del corte en forma de cuadrado en los 3 planos seleccionados por los gradientes pueden estar en resonancia con todos
los pulsos de alta frecuencia y producir un segundo eco del espín.
• En la técnica STEAM se emiten 3 pulsos de 90° selectivos de
corte, separados uno de otro por el tiempo TE/2 y por el intervalo medio TM, que, después de otro intervalo de tiempo TE/2,
sitúan nuevamente en fase la magnetización xy a un eco de
estimulación (Fig. 1.24). Sin embargo, contribuyen a la señal
solamente el 50% de los espines en el volumen de corte del
gradiente, la otra mitad es desfasada durante el intervalo
medio. Por esa razón, el procedimiento STEAM produce una
relación señal/ruido relativamente baja. La técnica STEAM,
sobre todo con tiempos TE cortos, como todos los gradientes
de cambio de fase se conectan en el intervalo TM, tiene la
ventaja de que no contribuye al tiempo de eco. La adquisición
de los datos se realiza en la segunda mitad de la señal del eco.
Con estos métodos, la precisión de la conexión de los gradientes tiene importancia decisiva para la calidad de la localización.
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Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica 19
Relaxometría. Los métodos presentados para la adquisición de
espectros también pueden aplicarse como una sucesión de
secuencias dinámicas con variación de los parámetros. Así por
ejemplo, una sucesión de espectros con tiempo de eco (TE) variable y una adaptación de la integral de las líneas a una curva de
relajación ofrecen la posibilidad de determinar los tiempos T2 en
los tejidos. En forma similar, realizando previamente un pulso de
inversión de 180° y una variación del retraso TI hasta el pulso
de excitación de 90°, puede permitirse la medición de los tiempos de relajación T1. Sobre todo en la espectroscopia del 1H de
la columna vertebral, se aplica con cierto éxito este método de
la relaxometría selectiva química (32, 39).
Adquisición
de los datos
Espectroscopia de fósforo (31P)
Fig. 1.24 Sucesión de pulsos de alta frecuencia y conexión de los gradientes en la espectroscopia por RM de 1H con selección del volumen
mediante la técnica STEAM (TM = intervalo medio).
Por una parte, debe garantizarse el retorno de fase del segundo
eco del espín o del eco estimulador, y por otra parte, el desfase
completo de todos los decaimientos por inducción libre y ecos
primarios, en especial en el caso de tiempos de eco cortos.
El procesamiento posterior de los espectros consta de
• procedimientos de filtrado de la señal temporal para mejorar
la relación señal/ruido,
• interpolación de datos mediante “relleno con ceros” (zero-filling),
• corrección de la fase de las señales transformadas de Fourier.
Imagen espectroscópica (IE). Una de las técnicas de RM para
generar imágenes y obtener los espectros de numerosos elementos de volumen (vóxeles) de manera simultánea es la técnica de
imagen espectroscópica (IE), también denominada Imagen por
desplazamiento químico (22). En este caso, antes de emitir los
pulsos de excitación selectivos de corte, se conectan gradientes
de codificación de fase en una (1D) o dos (2D) direcciones del
espacio En la IE 2D, por ejemplo, con 16 pasos de codificación
de fase, se necesitan 256 excitaciones Nex (Nex = número de
excitaciones), lo que por regla general lleva a tiempos de medición relativamente largos, aunque permite evaluar en forma
detallada la distribución regional de los metabolitos.
En la espectroscopia de protones con frecuencia, se combinan el
procedimiento con pulsos de supresión del H2O y los antes descritos métodos de selección del volumen, para alcanzar una mayor
supresión de la contribución de las señales no deseadas (Fig. 1.25).
Sin embargo, en el sistema musculoesquelético, hasta ahora, se
prevén solo algunas pocas aplicaciones de estas técnicas.
La espectroscopia de 31P, a causa de la gran significación de los compuestos de fósforo en el metabolismo energético y en los componentes
de las membranas, ofrece un potencial diagnóstico, sobre todo, en las
enfermedades metabólicas de la musculatura esquelética y en los tumores de partes blandas. Debido a la escasa concentración de compuestos
de fósforo (alrededor de 10 mmol/L) y de la menor sensibilidad de la
RM en comparación con el 1H, deben seleccionarse volúmenes relativamente grandes o un alto número de promedios de la señal. El desplazamiento químico de los metabolitos fosforados se extiende en una
región de aproximadamente 25 ppm, de manera que la mayoría de las
líneas espectrales están bien separadas una de otra. No obstante, ambas
líneas del ADP están superpuestas con la correspondiente resonancia
del átomo de fósforo limítrofe del ATP, de manera que la importante
determinación de la relación ADP-ATP y, en consecuencia, del potencial de fosforilación puede realizarse sólo de manera indirecta.
El componente dominante en el espectro de la musculatura
esquelética es, sobre todo, la fosfocreatina (PCr), bastante más
lejos se encuentra la línea del fosfato inorgánico (Pi) (Fig.
1.26b). De la diferencia en el desplazamiento químico de la PCr
y el Pi, puede calcularse directamente el valor del pH del tejido.
En otros tejidos de las partes blandas también hay uniones fosfomonoésteres y fosfodiésteres como productos del metabolismo
de los fosfolípidos de la membrana celular, que, en el caso de
observarse con una concentración aumentada, constituyen un
indicio del aumento de la proliferación en trastornos neoplásicos.
Para mejorar la relación señal/ruido en los espectros de 31P
puede utilizarse un segundo sistema de alta frecuencia mediante
la excitación de doble resonancia de 31P–1H, mediante el denominado efecto nuclear Overhauser (NOE) (2, 27). En este caso se produce una transferencia de la magnetización del espín nuclear del
31P por una relajación del dipolo, lo que teóricamente produce
Fig. 1.25 Sucesión de pulsos de alta frecuencia y
conexión de los gradientes en la imagen espectroscópica 2D de 1H con supresión del agua mediante
un pulso de inversión selectivo de la frecuencia y
con una selección adicional de volumen tridimensional mediante la técnica PRESS.
Señal
Codificación de fase
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20 Técnicas relevantes de RM
una máxima intensificación de la señal en un factor igual a 2,24.
Los valores in vivo se alcanzan el rango de 1,3 a 1,6.
Mientras que en la espectroscopia de 1H por RM escasas cantidades de tejido graso en el volumen seleccionado perturban las señales de metabolitos de escasa concentración, los espectros del fósforo se encuentran poco influidos por este hecho. Por esa razón, pueden utilizarse, en el caso del 31P, procedimientos de localización con
límites menos definidos del VOI, sobre todo, cuando al realizarse
una espectroscopia durante el ejercicio muscular, se requiere una
mayor resolución temporal. Las técnicas PRESS y STEAM no son
apropiadas, porque en ellas es necesaria la adquisición de señales
del eco, aunque los posibles metabolitos fosforados poseen tiempos
de relajación T2 muy cortos. En los casos más sencillos puede realizarse una selección grosera del volumen mediante la característica detección en forma de semiesfera de una bobina de superficie.
Este método puede refinarse mediante la variación de la eficiencia de emisión, de manera que solo los espines ubicados en un
determinado rango de distancia del centro de la bobina reciban el
pulso de excitación de 90° para que puedan obtenerse espectros
de diferente profundidad del tejido (técnica B1 o de la imagen rotatoria). A causa de la inhomogeneidad del campo magnético principal por afuera del volumen VOI en combinación con el filtrado
matemático que elimina las líneas espectrales ensanchadas de las
regiones vecinas, puede alcanzarse de cualquier manera una localización (técnica B0 o de la resonancia magnética tópica) (12).
Técnica DRESS. Entre los procedimientos de selección con conexión de gradientes, la técnica DRESS (del inglés depth resolved
surface coil spectroscopy) localiza un volumen cilíndrico con un
borde superior e inferior nítidamente definido, que, por la sensibilidad de la bobina, tiene una limitada extensión lateral (18). En
este caso, se realiza una sustracción de la señal de una medición
con gradientes de codificación del espacio y otra sin ellos, en la
que el gradiente debe estar orientado perpendicular al plano de la
bobina. Este método elimina la intensa señal del tejido adiposo
subcutáneo que se encuentra entre la bobina y el volumen de
interés, y permite obtener espectros localizados de 31P de buena
calidad con una resolución temporal de alrededor de 10 segundos, por lo que también es particularmente adecuado para la
espectroscopia dinámica por RM durante el ejercicio muscular.
Fig. 1.26a-c Espectrocospia de 31P (con una bobina anular de superficie
de 14 cm) de la musculatura de la pantorrilla en un voluntario normal:
a Imagen axial SE potenciada en T1 con dibujo del volumen de 3,6 cm × 5
cm × 8 cm seleccionado con el procedimiento ISIS (anteroposterior/izquierda-derecha/craneocaudal) (TR = 500 ms, TE = 15 ms).
Pulsos “adiabáticos” de alta frecuencia. Aplicando pulsos de
alta frecuencia “adiabáticos” (pulsos de frecuencia modulada),
puede alcanzarse una excitación uniforme, prácticamente independiente de la distancia, del VOI seleccionado (4).
Fig. 1.26b Espectro de 31P en reposo: TR =
3000 ms, promedios de la señal = 64, duración de la adquisición 3 min, selección de
volumen con la técnica ISIS.
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Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica 21
Fig. 1.26c Espectroscopia de 31P dinámica durante el
esfuerzo muscular (espectro 2-5) y en la fase de relajación
(espectro 6-8): TR = 3000 ms, cada uno con promedios de
la señal = 4, duración de la adquisición 12 s por espectro,
selección de volumen con la técnica DRESS.
Relajación 0-12 s
Finalización del ejercicio
(después de 13 min)
Ejercicio 0-12 s
Antes del ejercicio
0
–20,0
Procedimiento ISIS. El procedimiento ISIS (del inglés image guided
in vivo spectroscopy) exige mayor tiempo (28), aunque permite,
como las técnicas STEAM y PRESS, la localización tridimensional
de un volumen de superficies rectangulares (Fig. 1.26a). La señal
del espín del VOI es el resultado de un complejo esquema de adiciones y sustracciones de 8 mediciones individuales, cada una con
diferentes combinaciones de 3 pulsos de inversión selectivos de la
frecuencia y conexión de 3 gradientes de codificación de la localización. Con el mismo número de promedios de la señal, resulta
entonces una relación señal/ruido evidentemente peor que, por
ejemplo, con la técnica DRESS. En lesiones focales circunscritas, la
técnica ISIS es el más adecuado procedimiento de localización.
Técnica IE 2D. La técnica ya descrita de IE 2D constituye una
nueva posibilidad para representar el espectro del fósforo mientras
adquiere un volumen seleccionado. El corte excitado mediante un
pulso de radiofrecuencia de frecuencia selectiva se distribuye
mediante ambos gradientes codificadores de fase en, por ejemplo,
un vóxel de 8 × 8. En este caso no es necesaria una supresión adicional de las contribuciones de las señales no deseadas como en la
espectroscopia de 1H por RM. El procedimiento también puede realizarse sin selección de corte con una codificación de fases en las
3 direcciones del espacio como una técnica de IE 3D, aunque esto
exige tiempos de medición muy largos. La IE permite que puedan
evaluarse las lesiones compuestas y la infiltración de los tejidos circundantes cuando su composición y extensión son complejas.
Espectroscopia del fósforo dinámica. La espectroscopia del fósforo dinámica, con ejercicio muscular, permite una monitorización directa de los procesos bioquímicos que participan del
metabolismo energético. La imagen característica de la musculatura sana muestra el descenso rápido de la concentración de
la PCr y un ascenso del pico de Pi durante el ejercicio muscular unido, con frecuencia, con la aparición de un componente
de azúcar-fosfato, mientras que en la fase de relajación se produce un retorno relativamente rápido a los valores de reposo
(40) (Fig. 1.26c). Las prolongaciones del tiempo de relajación y
anomalías en las concentraciones máxima y mínima de los
metabolitos sugieren un defecto enzimático o una reducción del
potencial de oxidación mitocondrial (5). Las imágenes de RM no
muestran, en la mayoría de los casos, ningún correlato morfo-
lógico detectable. Las alteraciones de la concentración de metabolitos que ya se evidencian en reposo sugieren, por el contrario, enfermedades musculares inflamatorias o degenerativas con
edema acompañante o recambio metabólico en el tejido graso.
Espectroscopia de carbono (13C)
En la espectroscopia por RM in vivo del 13C, el principal problema consiste en la presencia natural de este isótopo (1,1%),
junto con una sensibilidad relativa de la RM de solo 0,016, de
manera que, a pesar de las altas concentraciones de compuestos de carbono en los tejidos corporales, son necesarios largos
tiempos de medición para obtener espectros aceptables.
Pueden realizarse experimentos con trazadores con 13C enriquecido por ejemplo, con glucosa marcada con 13C puede determinarse la velocidad de recambio de los metabolitos. Como la
mayoría de los pasos metabólicos se relacionan con la rotura de
uniones C–C–, la espectroscopia por RM permite un detallado
panorama del metabolismo de los hidratos de carbono, grasas y
proteínas. La adquisición del espectro del carbono a partir de la
grasa subcutánea y de los tejidos blandos próximos a la bobina
también es posible solo con 13C natural, sobre todo cuando se
utiliza la excitación de doble resonancia 13C–1H con intensificación por efecto nuclear Overhauser (NOE) (1).
Mediante el desacople de los espines protónicos se reduce también la amplitud de las líneas del espectro, ya que aumenta la
múltiple degradación de los componentes (15). A causa de las
variadas y numerosas posibilidades de unión de los átomos de
13C en las importantes sustancias biológicas que contienen carbono, a pesar de la enorme extensión del desplazamiento químico (alrededor de 200 ppm), es muy difícil una interpretación del
espectro del 13C por RM no desacoplado. Aparecen, al igual que
en el espectro del 1H, sobre todo, líneas de las cadenas acilo de
los fosfolípidos móviles y triglicéridos. El estudio del tejido graso
subcutáneo puede, en consecuencia, determinar la relación entre
los ácidos grasos saturados y los no saturados. La localización
del espectro se logra por lo general sobre una bobina característica, eventualmente combinada con la selección DRESS.
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22 Técnicas relevantes de RM
Estudios cinemáticos
Numerosas enfermedades dolorosas de las articulaciones dependen de los movimientos y se manifiestan solo en determinadas
posiciones articulares. En el diagnóstico radiológico convencional, se utilizan estudios funcionales para detectar estas enfermedades. Los estudios funcionales de las articulaciones mediante
RM combinan las ventajas de un procedimiento tomográfico con
la información sobre la función de la articulación. Una ventaja
importante es la evaluación simultánea de las partes blandas, que
son las que deben dar estabilidad a la articulación.
Dos técnicas diferentes se aplican para los estudios funcionales cinemáticos por RM: la modalidad cinematográfica y los
métodos ecoplanares.
Modo cinematográfico. Se producen imágenes estáticas en diferentes sitios de la articulación y se observan las estructuras
resultantes en forma de imágenes sucesivas, como una película
cinematográfica (modo cine). Para esta técnica deben incorporarse aparatos de fijación para controlar y detener el movimiento que permiten, en lo posible, la movilidad en una sola dirección. Con dichos aparatos se colocan las articulaciones en una
posición definida y se generan las imágenes de RM en esta posición (Figs. 1.27 y 1.28). Para ello se utilizan secuencias convencionales SE o GRE. Los tiempos de realización de los estudios
son efectivamente largos. Existen experiencias prácticamente en
todas las grandes articulaciones y en la columna vertebral cervical. No siempre se dispone en cualquier sitio de aparatos de
Fig. 1.27 Cinematografía por RM de la articulación femororrotuliana:
Imágenes axiales del estudio de movimiento por RM mediante flexión y
extensión desde 0 a 30 grados. La rótula se encuentra lateralizada con la
flexión intensa, lo que indica una mala adaptación lateral.
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Estudios cinemáticos 23
fijación no ferromagnéticos comerciales para las diferentes articulaciones, como la temporomandibular, rodillas, manos y tobillos por lo que en la mayoría de los sitios de trabajo se han construido dichos aparatos en la misma institución que ha publicado
dicha experiencia (37). La movilidad de las articulaciones está
limitada en equipos cerrados de resonancia magnética, por lo
que solamente puede explorarse una pequeña extensión del
movimiento de la articulación. Con la utilización de sistemas
medianamente abiertos es mucho mayor la extensión que se
alcanza a explorar y, en ellos, es posible estudiar bien las articulaciones del hombro, los codos y las caderas (24).
Métodos ecoplanares/IE/IH. Con la aplicación de secuencias
muy rápidas, como los métodos ecoplanares, la imagen espectroscópica (IE) y la imagen helicoidal (IH), pueden realizarse
verdaderos estudios de la función temporal. Estas técnicas se
encuentran aún en desarrollo y pueden revolucionar el estudio
cinemático de las articulaciones. Mediante ellas pueden realizarse estudios radioscópicos por RM de las articulaciones.
Fig. 1.28 Cinematografía por RM de la articulación femororrotuliana:
Imágenes axiales del estudio de movimiento por RM mediante flexión y extensión
desde 0 a 30 grados. La rótula se encuentra desplazada en dirección medial y muy
inclinada con la flexión intensa, lo que indica una mala adaptación medial.
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24 Técnicas relevantes de RM
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Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana